JP6664939B2 - Magnetic resonance imaging apparatus and gradient power supply - Google Patents

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Description

本発明の実施形態は、磁気共鳴イメージング装置及び磁気共鳴イメージング装置に用いられる傾斜磁場電源装置に関する。   An embodiment of the present invention relates to a magnetic resonance imaging apparatus and a gradient power supply used for the magnetic resonance imaging apparatus.

磁気共鳴イメージング（ＭＲＩ：Ｍａｇｎｅｔｉｃ Ｒｅｓｏｎａｎｃｅ Ｉｍａｇｉｎｇ）装置は、医用画像診断の分野で広く普及している。ＭＲＩとは、磁気共鳴現象に基づく撮像法であって、静磁場が形成された空間に置かれた被検体が有する原子核（１Ｈ等）スピンを、ラーモア周波数のＲＦ（Ｒａｄｉｏ Ｆｒｅｑｕｅｎｃｙ）信号で磁気的に励起し、当該励起に伴って発生する磁気共鳴（ＭＲ：Ｍａｇｎｅｔｉｃ Ｒｅｓｏｎａｎｃｅ）信号から、磁気共鳴イメージング画像を再構成する撮像法である。 2. Description of the Related Art Magnetic resonance imaging (MRI) devices are widely used in the field of medical image diagnosis. The MRI is an imaging method based on a magnetic resonance phenomenon. Nuclear ( 1 H, etc.) spins of an object placed in a space where a static magnetic field is formed are converted into magnetic fields by a Larmor frequency RF (Radio Frequency) signal. This is an imaging method in which a magnetic resonance imaging image is reconstructed from magnetic resonance (MR: Magnetic Resonance) signals generated by the specific excitation and the excitation.

磁気共鳴イメージング装置は、傾斜磁場を発生する傾斜磁場コイルに電力を供給する傾斜磁場電源ユニットを有する。傾斜磁場電源ユニットは、実行する撮像条件に応じて、傾斜磁場コイルに電力を供給する。   The magnetic resonance imaging apparatus has a gradient power supply unit that supplies power to a gradient coil that generates a gradient magnetic field. The gradient magnetic field power supply unit supplies power to the gradient magnetic field coil according to the imaging condition to be executed.

特開２０１３−２３６９１２号公報JP 2013-236912 A 特開２０１４−０３０７１４号公報JP 2014-030714 A

本発明が解決しようとする課題は、多様な撮像条件に対応可能な磁気共鳴イメージング装置と傾斜磁場電源装置とを提供することにある。   The problem to be solved by the present invention is to provide a magnetic resonance imaging apparatus and a gradient magnetic field power supply that can cope with various imaging conditions.

実施形態に係る磁気共鳴イメージング装置は、傾斜磁場を発生する傾斜磁場コイルと、前記傾斜磁場コイルに電力を供給する電力供給回路と、前記電力に基づいて、前記電力の上限値を、第１の値から前記第１の値よりも高い第２の値に、当該第２の値に対して設定される許容時間の範囲で一時的に変更する制御を実行する制御回路と、を具備する。 The magnetic resonance imaging apparatus according to the embodiment includes a gradient coil that generates a gradient magnetic field, a power supply circuit that supplies power to the gradient magnetic field coil, and an upper limit value of the power based on the power, A control circuit for performing control for temporarily changing the value from a value to a second value higher than the first value within a range of an allowable time set for the second value .

図１は、実施形態に係る磁気共鳴イメージング装置の構成を示すブロック図である。FIG. 1 is a block diagram illustrating the configuration of the magnetic resonance imaging apparatus according to the embodiment. 図２は、実施形態に係る磁気共鳴イメージング装置が有する傾斜磁場電源ユニットの構成を示すブロック図である。FIG. 2 is a block diagram illustrating a configuration of a gradient magnetic field power supply unit included in the magnetic resonance imaging apparatus according to the embodiment. 図３は、実施形態に係る磁気共鳴イメージング装置のブースト機能を説明するための、３次元スキャンの一例を示すタイミングチャートである。FIG. 3 is a timing chart illustrating an example of a three-dimensional scan for explaining a boost function of the magnetic resonance imaging apparatus according to the embodiment. 図４Ａは、実施形態に係る磁気共鳴イメージング装置において、傾斜磁場電源ユニットが有するブーストコントロール機能に係る処理の流れにおける第１フェーズを示すフローチャートである。FIG. 4A is a flowchart illustrating a first phase in a flow of a process related to a boost control function of the gradient magnetic field power supply unit in the magnetic resonance imaging apparatus according to the embodiment. 図４Ｂは、実施形態に係る磁気共鳴イメージング装置において、傾斜磁場電源ユニットが有するブーストコントロール機能に係る処理の流れにおける第２フェーズを示すフローチャートである。FIG. 4B is a flowchart illustrating a second phase in the flow of processing related to the boost control function of the gradient power supply unit in the magnetic resonance imaging apparatus according to the embodiment. 図４Ｃは、実施形態に係る磁気共鳴イメージング装置において、傾斜磁場電源ユニットが有するブーストコントロール機能に係る処理の流れにおける第３フェーズを示すフローチャートである。FIG. 4C is a flowchart illustrating a third phase in a flow of processing related to the boost control function of the gradient magnetic field power supply unit in the magnetic resonance imaging apparatus according to the embodiment. 図５は、実施形態に係る磁気共鳴イメージング装置に関して、ブーストコントロール機能の動作の一例（第２フェーズ）を示すタイミングチャートである。FIG. 5 is a timing chart illustrating an example (second phase) of the operation of the boost control function in the magnetic resonance imaging apparatus according to the embodiment. 図６は、実施形態に係る磁気共鳴イメージング装置に関して、ブーストコントロール機能の動作の一例（第２フェーズ及び第３フェーズ）を示すタイミングチャートである。FIG. 6 is a timing chart illustrating an example of the operation of the boost control function (second phase and third phase) in the magnetic resonance imaging apparatus according to the embodiment.

以下、図面を参照しながら実施形態を説明する。   Hereinafter, embodiments will be described with reference to the drawings.

図１は、実施形態に係る磁気共鳴イメージング装置１の構成一例を示すブロック図である。   FIG. 1 is a block diagram illustrating a configuration example of a magnetic resonance imaging apparatus 1 according to the embodiment.

磁気共鳴イメージング装置１は、処理回路２０（処理手段）と、記憶回路２１と、シーケンスコントローラ３０と、ＲＦトランシーバ３１と、傾斜磁場電源ユニット４と、架台５と、寝台６と、入力インターフェース回路７０と、表示回路７１（表示手段）とを有する。   The magnetic resonance imaging apparatus 1 includes a processing circuit 20 (processing means), a storage circuit 21, a sequence controller 30, an RF transceiver 31, a gradient magnetic field power supply unit 4, a gantry 5, a bed 6, an input interface circuit 70 And a display circuit 71 (display means).

処理回路２０は、実施形態に係る磁気共鳴イメージング装置１に関連する全体動作の処理・制御を行う。処理回路２０は、例えば不図示の中央処理装置（Ｃｅｎｔｒａｌ Ｐｒｏｃｅｓｓｉｎｇ Ｕｎｉｔ：ＣＰＵ）である。処理回路２０は、記憶回路２１に記憶された所定のプログラムを読み出すことによって、例えばデータ収集機能、画像再構成機能等の磁気共鳴イメージングに係る機能を実現する。特に、処理回路２０は、記憶回路２１に記憶された所定のプログラムを読み出すことによって、後述の判定機能、警告表示機能、及び最適化機能を実現する。   The processing circuit 20 processes and controls the entire operation related to the magnetic resonance imaging apparatus 1 according to the embodiment. The processing circuit 20 is, for example, a central processing unit (CPU) (not shown). The processing circuit 20 reads out a predetermined program stored in the storage circuit 21 to realize functions related to magnetic resonance imaging such as a data collection function and an image reconstruction function. In particular, the processing circuit 20 reads out a predetermined program stored in the storage circuit 21 to realize a determination function, a warning display function, and an optimization function described below.

なお、図１においては一の処理回路２０としているが、実際は一の処理回路２０として実施されてもよいし、機能ごとに複数の処理回路２０を有するように実施されてもよい。またそれらの組合せであってもよい。   Although one processing circuit 20 is illustrated in FIG. 1, the processing circuit 20 may be implemented as one processing circuit 20 or may be implemented to have a plurality of processing circuits 20 for each function. Also, a combination thereof may be used.

記憶回路２１は、磁気共鳴イメージングに係るプロトコル、当該プロトコルに含まれる複数のパラメータ、当該パラメータの値の組合せ、被検体に関する検査情報、磁気共鳴イメージング画像、及び各種機能を処理回路２０により実現させるためのプログラム等を記憶する。ただし、あくまでも例示であり、この限りではない。ここで、当該パラメータの値の組合せとは、例えば、撮像条件である。被検体に関する検査情報とは、例えば、検査日時、患者番号（ＩＤ）、性別、氏名、生年月日、身長、体重、検査部位、挿入方向、体位、使用する受信コイル、受信コイルの装着位置、生体信号同期の有無／種類、及び造影剤使用の有無／種類等である。各種機能とは、例えば、データ収集機能、画像再構成機能、判定機能、警告表示機能、最適化機能等である。   The storage circuit 21 allows the processing circuit 20 to realize a protocol related to magnetic resonance imaging, a plurality of parameters included in the protocol, a combination of values of the parameters, examination information on the subject, a magnetic resonance imaging image, and various functions. Is stored. However, this is merely an example, and the present invention is not limited to this. Here, the combination of the parameter values is, for example, an imaging condition. The test information on the subject includes, for example, test date and time, patient number (ID), gender, name, date of birth, height, weight, test site, insertion direction, body position, receiving coil to be used, mounting position of the receiving coil, The presence / absence / type of the biological signal synchronization and the presence / absence / type of the use of the contrast agent are included. The various functions include, for example, a data collection function, an image reconstruction function, a determination function, a warning display function, an optimization function, and the like.

記憶回路２１は、例えばハードディスクドライブ（Ｈａｒｄ Ｄｉｓｋ Ｄｒｉｖｅ：ＨＤＤ）又はソリッドステートドライブ（Ｓｏｌｉｄ Ｓｔａｔｅ Ｄｒｉｖｅ：ＳＳＤ）等のストレージデバイスとして実施される。また記憶回路２１は、プログラムの演算に係る一時的に必要な情報を記憶するランダムアクセスメモリ（Ｒａｎｄｏｍ Ａｃｃｅｓｓ Ｍｅｍｏｒｙ：ＲＡＭ）等のメモリとしても実施される。ここで、プログラムの演算に係る一時的に必要な情報とは、例えば、引数、配列、構造体等である。   The storage circuit 21 is implemented as a storage device such as a hard disk drive (Hard Disk Drive: HDD) or a solid state drive (Solid State Drive: SSD). The storage circuit 21 is also embodied as a memory such as a random access memory (RAM) for temporarily storing information necessary for the operation of the program. Here, the temporarily necessary information related to the operation of the program is, for example, an argument, an array, a structure, or the like.

シーケンスコントローラ３０は、ＲＦトランシーバ３１と傾斜磁場電源ユニット４とに接続されており、傾斜磁場を発生させるための電気信号の送信と、ＲＦパルスを発生させるための電気信号の送受信とに係るシーケンスを制御する。すなわち、シーケンスコントローラ３０は決められたタイミングで、トリガを各接続先に送信する。   The sequence controller 30 is connected to the RF transceiver 31 and the gradient magnetic field power supply unit 4, and performs a sequence related to transmission of an electric signal for generating a gradient magnetic field and transmission and reception of an electric signal for generating an RF pulse. Control. That is, the sequence controller 30 transmits a trigger to each connection destination at a determined timing.

ＲＦトランシーバ３１は、不図示の増幅回路等を介して、架台５におけるＲＦコイル５２からＲＦパルスを発生させるための電気信号を、ＲＦコイル５２に送信する。このとき、ＲＦコイル５２は送信コイルとして機能する。また、ＲＦトランシーバ３１は、架台５におけるＲＦコイル５２が受信したＭＲ信号を、不図示の増幅回路等を介して、受信する。このとき、ＲＦコイル５２は受信コイルとして機能する。なお、ＲＦコイル５２は、図１で図示するような架台５の内部に設けられる形態に限らない。例えば、寝台６又は被検体近傍に設けられる受信用あるいは送受信兼用の局所コイルなども含む。局所コイルとしては、例えば、頭部用コイルや腹部用コイル等がある。   The RF transceiver 31 transmits an electric signal for generating an RF pulse from the RF coil 52 in the gantry 5 to the RF coil 52 via an amplification circuit or the like (not shown). At this time, the RF coil 52 functions as a transmission coil. Further, the RF transceiver 31 receives the MR signal received by the RF coil 52 in the gantry 5 via an amplifier circuit (not shown) or the like. At this time, the RF coil 52 functions as a receiving coil. Note that the RF coil 52 is not limited to the form provided inside the gantry 5 as shown in FIG. For example, a local coil for reception or for both transmission and reception provided near the bed 6 or the subject is also included. Examples of the local coil include a head coil and an abdominal coil.

傾斜磁場電源ユニット４は、シーケンスコントローラ３０によるトリガ入力に応答して、電圧を架台５における傾斜磁場コイル５１に印加する。なお、傾斜磁場電源ユニット４については、図２を用いて詳述する。   The gradient power supply unit 4 applies a voltage to the gradient coil 51 of the gantry 5 in response to a trigger input by the sequence controller 30. The gradient magnetic field power supply unit 4 will be described in detail with reference to FIG.

寝台６は、載置部６０、天板６１、昇降機構６２、ベース６３、及びキャスター６４を有する。図１に示すように、寝台６は、架台５と着脱且つ移動可能な寝台（ドッカブル寝台）である。しかしながら、あくまでも例示でありこの限りではない。例えば、撮像室に固定された寝台６を用いて実施形態に係る磁気共鳴イメージング装置１が実施されてもよい。   The couch 6 includes a placement unit 60, a top plate 61, an elevating mechanism 62, a base 63, and casters 64. As shown in FIG. 1, the bed 6 is a bed (dockable bed) that can be attached to and detached from the gantry 5 and movable. However, this is merely an example and the present invention is not limited to this. For example, the magnetic resonance imaging apparatus 1 according to the embodiment may be implemented using a bed 6 fixed to an imaging room.

載置部６０は、当該上部に天板６１を有する。被検体は、天板６１に載置される。天板６１は、例えば不図示の電磁モータにより駆動され、長手方向に水平移動する。   The mounting part 60 has a top plate 61 on the upper part. The subject is placed on the top 61. The top plate 61 is driven by, for example, an electromagnetic motor (not shown) and horizontally moves in the longitudinal direction.

昇降機構６２は、ベース６３の上部に設けられる。昇降機構６２は、例えば不図示の電磁モータにより駆動され、昇降する。すなわち、載置部６０及び天板６１の高さは、昇降機構６２の昇降に伴って、適宜調節がなされる。   The elevating mechanism 62 is provided above the base 63. The elevating mechanism 62 is driven by, for example, an electromagnetic motor (not shown) to move up and down. That is, the heights of the placement unit 60 and the top plate 61 are appropriately adjusted as the lifting mechanism 62 moves up and down.

ベース６３は、上述の昇降機構６２を支持し、キャスター６４を有する。   The base 63 supports the above-described elevating mechanism 62 and has casters 64.

キャスター６４は、不図示のベアリングと車輪とを有する。キャスター６４を用いることで、医師等の操作者は、寝台６を移動させる。また、キャスター６４に例えば不図示の電磁モータにより動力を供給し、当該動力を用いた寝台６の移動又は移動の補助（パワーアシスト）を可能に実施されてもよい。   The casters 64 have bearings and wheels (not shown). By using the casters 64, an operator such as a doctor moves the bed 6. Further, power may be supplied to the casters 64 by, for example, an electromagnetic motor (not shown), and the bed 6 may be moved or assisted in moving (power assist) using the power.

架台５は、静磁場磁石５０、傾斜磁場コイル５１、及びＲＦコイル５２を有する。   The gantry 5 includes a static magnetic field magnet 50, a gradient magnetic field coil 51, and an RF coil 52.

静磁場磁石５０は、中空の略円筒形状を有し、略円筒内部に静磁場を発生する。実施形態に係る磁気共鳴イメージング装置１において、静磁場磁石５０は超伝導磁石であるとする。しかしながら超電導磁石に限らず、永久磁石や常伝導磁石を用いて実施されてもよい。   The static magnetic field magnet 50 has a hollow, substantially cylindrical shape, and generates a static magnetic field inside the substantially cylindrical portion. In the magnetic resonance imaging apparatus 1 according to the embodiment, the static magnetic field magnet 50 is assumed to be a superconducting magnet. However, the present invention is not limited to the superconducting magnet, and may be implemented using a permanent magnet or a normal magnet.

傾斜磁場コイル５１は、静磁場磁石５０の内側に取り付けられ、中空の略円筒形状に形成されたコイルユニットである。傾斜磁場電源ユニット４における不図示の増幅回路からの入力に応答して、所望の傾斜磁場を形成する。   The gradient magnetic field coil 51 is a coil unit attached to the inside of the static magnetic field magnet 50 and formed in a hollow substantially cylindrical shape. A desired gradient magnetic field is formed in response to an input from an amplification circuit (not shown) in the gradient magnetic field power supply unit 4.

なお、図中では簡単のために省略されているが、実際は、傾斜磁場コイル５１は互いに直交するＸ、Ｙ、Ｚの各軸に対応する三のコイルが組み合わされて形成されている。この三のコイルをそれぞれＸコイル５１１、Ｙコイル５１２、Ｚコイル５１３と称する。当該三のコイルは、Ｘ、Ｙ、Ｚの各軸に沿って、磁場強度が変化する傾斜磁場を形成する。また、三のコイルは、特許請求の範囲における各軸用傾斜磁場コイルの一例である。   Although omitted in the figure for simplicity, the gradient coil 51 is actually formed by combining three coils corresponding to the X, Y, and Z axes orthogonal to each other. These three coils are called an X coil 511, a Y coil 512, and a Z coil 513, respectively. The three coils form a gradient magnetic field whose magnetic field strength changes along each of the X, Y, and Z axes. The three coils are examples of the gradient magnetic field coils for each axis in the claims.

当該形成されるＸ、Ｙ、Ｚ各軸の傾斜磁場は、例えば、スライス選択用傾斜磁場Ｇｓ、位相エンコード用傾斜磁場Ｇｅ、及びリードアウト用傾斜磁場Ｇｒを形成する。スライス選択用傾斜磁場Ｇｓは、任意に撮像断面を決めるために利用される。位相エンコード用傾斜磁場Ｇｅは、空間的位置に応じて磁気共鳴信号の位相を変化させるために利用される。リードアウト用傾斜磁場Ｇｒは、空間的位置に応じて磁気共鳴信号の周波数を変化させるために利用される。   The formed gradient magnetic fields of the X, Y, and Z axes form, for example, a slice selection gradient magnetic field Gs, a phase encoding gradient magnetic field Ge, and a readout gradient magnetic field Gr. The slice selection gradient magnetic field Gs is used to arbitrarily determine an imaging section. The phase-encoding gradient magnetic field Ge is used to change the phase of a magnetic resonance signal according to a spatial position. The readout gradient magnetic field Gr is used to change the frequency of the magnetic resonance signal according to the spatial position.

ＲＦコイル５２は、ＲＦトランシーバ３１から出力され、不図示の増幅回路において増幅された電気信号の入力に応答して、ＲＦパルスを被検体に送信する。ＲＦパルスは、固有のラーモア周波数に対応する被検体の原子核を励起させる。また、ＲＦコイル５２は、被検体有する原子核が励起状態から元に戻る際に発生されるＭＲ信号を受信し、当該ＭＲ信号に基づく電気信号を、不図示の増幅回路を介してＲＦトランシーバ３１に送信する。   The RF coil 52 transmits an RF pulse to the subject in response to the input of the electric signal output from the RF transceiver 31 and amplified by an amplifier circuit (not shown). The RF pulse excites the nuclei of the subject corresponding to the unique Larmor frequency. Further, the RF coil 52 receives the MR signal generated when the nucleus having the subject returns from the excited state to the original state, and sends an electric signal based on the MR signal to the RF transceiver 31 via an amplification circuit (not shown). Send.

なおＲＦパルスの送受信について、実施形態に係る磁気共鳴イメージング装置１においては、一のコイルとして実施されているが、当該例に拘泥されず、例えば送信用と受信用に、二のコイルとして実施されてもよい。   The transmission and reception of the RF pulse is implemented as one coil in the magnetic resonance imaging apparatus 1 according to the embodiment, but is not limited to the example, and is implemented as two coils, for example, for transmission and reception. You may.

なお、不図示の増幅回路は、不図示の電源回路から供給される電圧を増幅し、被検体が有する原子核を励起させるＲＦパルスを発生させるための電気信号を、架台５におけるＲＦコイル５２に送信する。その後、ＲＦコイル５２は、当該増幅回路からの電気信号の入力に応答して、ＲＦパルスを被検体に送信する。ＲＦパルスは、固有のラーモア周波数に対応する被検体の原子核を励起させる。   The amplification circuit (not shown) amplifies a voltage supplied from a power supply circuit (not shown) and transmits an electric signal for generating an RF pulse for exciting an atomic nucleus of the subject to the RF coil 52 in the gantry 5. I do. Thereafter, the RF coil 52 transmits an RF pulse to the subject in response to the input of the electric signal from the amplification circuit. The RF pulse excites the nuclei of the subject corresponding to the unique Larmor frequency.

その後、処理回路２０は、当該電気信号の受信を契機として、記憶回路２１に記憶されたデータ収集機能に係る所定のプログラムを読み出すことにより、当該電気信号を記憶回路２１に記憶させる（データ収集機能）。更に処理回路２０は、画像再構成機能に係る所定のプログラムを読み出すことにより、記憶回路２１に記憶されているＭＲ信号に対してフーリエ逆変換の演算を行い、当該ＭＲ信号から磁気共鳴イメージング画像（ＭＲＩ画像）を生成する（画像再構成機能）。   Thereafter, the processing circuit 20 reads the predetermined program related to the data collection function stored in the storage circuit 21 in response to the reception of the electric signal, and stores the electric signal in the storage circuit 21 (data collection function). ). Further, the processing circuit 20 performs a Fourier inverse transform operation on the MR signal stored in the storage circuit 21 by reading a predetermined program related to the image reconstruction function, and performs a magnetic resonance imaging image ( (MRI image) is generated (image reconstruction function).

入力インターフェース回路７０は、例えば、スイッチボタン、マウス、キーボード等のユーザインターフェースを介して、医師等の操作者の命令を受け付ける。当該命令は、処理回路２０に転送される。処理回路２０は当該命令に応じて、所定の制御や演算を実行する。   The input interface circuit 70 receives an instruction of an operator such as a doctor via a user interface such as a switch button, a mouse, and a keyboard. The instruction is transferred to the processing circuit 20. The processing circuit 20 executes a predetermined control or operation according to the instruction.

表示回路７１は、グラフィカルユーザインターフェース（Ｇｒａｐｈｉｃａｌ Ｕｓｅｒ Ｉｎｔｅｒｆａｃｅ：ＧＵＩ）の画面を表示する。表示回路７１は、例えばＣＲＴディスプレイ、液晶ディスプレイ、有機ＥＬディスプレイ及びプラズマディスプレイ等の表示デバイスとして実施される。当該表示デバイスは、処理回路２０による所定の制御に応答して、例えば、ＧＵＩの画面上に、記憶回路２１に記憶された磁気共鳴イメージング画像を表示する。或いは、表示回路７１に関連して、上記表示デバイスにおける表示画面等を印刷可能な不図示のプリンタを適宜利用されてもよい。なお、表示回路７１は、特許請求の範囲における表示手段の一例である。   The display circuit 71 displays a screen of a graphical user interface (Graphical User Interface: GUI). The display circuit 71 is implemented as a display device such as a CRT display, a liquid crystal display, an organic EL display, and a plasma display. The display device displays a magnetic resonance imaging image stored in the storage circuit 21 on, for example, a GUI screen in response to predetermined control by the processing circuit 20. Alternatively, in connection with the display circuit 71, a printer (not shown) capable of printing a display screen or the like on the display device may be appropriately used. The display circuit 71 is an example of a display unit in the claims.

なお、実施形態に係る磁気共鳴イメージング装置１は、記録メディアの読み込み及び記録メディアへの情報の書き込みを行う不図示の読み書き部を有するように実施されてもよい。記録メディアは、リムーバブルメディア（Ｒｅｍｏｖａｂｌｅ Ｍｅｄｉａ）であれば、どのようなメディアであってもよい。例えば、記録メディアが光学メディア（ＣＤ：Ｃｏｍｐａｃｔ Ｄｉｓｃ、ＤＶＤ：Ｄｉｇｉｔａｌ Ｖｅｒｓａｔｉｌｅ Ｄｉｓｃ等）である場合、読み書き部は、光学ドライブとして実施される。或いは、記録メディアが光磁気メディア（ＭＯディスク：Ｍａｇｎｅｔｏ−Ｏｐｔｉｃａｌ Ｄｉｓｃ）である場合、読み書き部は、光磁気ドライブとして実施される。   The magnetic resonance imaging apparatus 1 according to the embodiment may be implemented to include a read / write unit (not shown) that reads a recording medium and writes information to the recording medium. The recording medium may be any medium as long as it is a removable medium. For example, when the recording medium is an optical medium (CD: Compact Disc, DVD: Digital Versatile Disc, etc.), the read / write unit is implemented as an optical drive. Alternatively, when the recording medium is a magneto-optical medium (MO disk: Magneto-Optical Disc), the read / write unit is implemented as a magneto-optical drive.

読み書き部は、記憶回路２１に記憶されている磁気共鳴イメージング画像を記録メディアに移動又は複製することができる。また、読み書き部は、記録メディアに記憶されている磁気共鳴イメージング画像を記憶回路２１に移動又は複製することができる。   The read / write unit can move or copy the magnetic resonance imaging image stored in the storage circuit 21 to a recording medium. Further, the read / write unit can move or copy the magnetic resonance imaging image stored in the recording medium to the storage circuit 21.

図２は、実施形態に係る磁気共鳴イメージング装置１が有する傾斜磁場電源ユニット４の構成を示すブロック図である。   FIG. 2 is a block diagram illustrating a configuration of the gradient magnetic field power supply unit 4 included in the magnetic resonance imaging apparatus 1 according to the embodiment.

傾斜磁場電源ユニット４は、ＡＣ／ＤＣコンバータ４０と、増幅回路４１と、制御回路４２とを有する。増幅回路４１は、チャネルごとに、Ｘｃｈ増幅回路４１１と、Ｙｃｈ増幅回路４１２と、Ｚｃｈ増幅回路４１３とを有する。電力供給手段は、例えば、傾斜磁場電源ユニット４の機能として実現され、例えば、ＡＣ／ＤＣコンバータ４０、増幅回路４１等に対応する。   The gradient power supply unit 4 includes an AC / DC converter 40, an amplifier circuit 41, and a control circuit 42. The amplification circuit 41 has an Xch amplification circuit 411, a Ych amplification circuit 412, and a Zch amplification circuit 413 for each channel. The power supply unit is realized, for example, as a function of the gradient magnetic field power supply unit 4, and corresponds to, for example, the AC / DC converter 40, the amplification circuit 41, and the like.

ＡＣ／ＤＣコンバータ４０は、設置設備（専用のアウトレット等）から供給される交流（ＡＣ：Ａｌｔｅｒｎａｔｉｎｇ Ｃｕｒｒｅｎｔ）電圧を、絶縁された複数チャネルの直流（ＤＣ：Ｄｉｒｅｃｔ Ｃｕｒｒｅｎｔ）電圧に変換する。   The AC / DC converter 40 converts an AC (Alternating Current) voltage supplied from an installation facility (a dedicated outlet or the like) into a DC (Direct Current) voltage of a plurality of isolated channels.

ＡＣ／ＤＣコンバータ４０は、例えば、設置設備から供給される交流電圧を、不図示の変圧器（トランス）において複数チャネルに分けてから、変圧された交流電圧を不図示の整流器で整流することにより、複数チャネルの直流電圧が得られるように実施される。或いは、ＡＣ／ＤＣコンバータ４０は、例えば、設置設備から供給される交流電圧を、不図示の整流器で整流することにより、直流電圧を得た後に、不図示のＤＣ／ＤＣコンバータを用いて、複数チャネルの直流電圧が得られるように実施される。より一般的には、当該機能を集積したＩＣ（集積回路）、ＬＳＩ（大規模集積回路）等を用いて実施されることが好適である。ただし、これらはあくまでも例示であり、この限りではない。   The AC / DC converter 40 divides the AC voltage supplied from the installation facility into a plurality of channels in a transformer (not shown) and rectifies the transformed AC voltage with a rectifier (not shown). , So that DC voltages of a plurality of channels can be obtained. Alternatively, for example, the AC / DC converter 40 obtains a DC voltage by rectifying an AC voltage supplied from the installation facility with a rectifier (not shown), and then uses a DC / DC converter (not shown) This is performed so that a DC voltage of the channel is obtained. More generally, it is preferable that the present invention be implemented using an IC (integrated circuit), an LSI (large-scale integrated circuit), or the like in which the function is integrated. However, these are only examples, and are not limited thereto.

また、ＡＣ／ＤＣコンバータ４０は、当該直流電圧をＸｃｈ増幅回路４１１、Ｙｃｈ増幅回路４１２、及びＺｃｈ増幅回路４１３に印加する。   Further, the AC / DC converter 40 applies the DC voltage to the Xch amplifier circuit 411, the Ych amplifier circuit 412, and the Zch amplifier circuit 413.

増幅回路４１は、ＡＣ／ＤＣコンバータ４０より供給された直流電圧を任意に増幅し、当該任意の増幅電圧を、対応するチャネルの傾斜磁場コイル５１に印加する。換言すると、Ｘｃｈ増幅回路４１１は、任意の増幅電圧をＸ軸に対応する傾斜磁場コイル５１におけるＸコイル５１１に印加する。Ｙｃｈ増幅回路４１２は、任意の増幅電圧をＹ軸に対応する傾斜磁場コイル５１におけるＹコイル５１２に印加する。Ｚｃｈ増幅回路４１３は、任意の増幅電圧をＺ軸に対応する傾斜磁場コイル５１におけるＺコイル５１３に印加する。   The amplifier circuit 41 arbitrarily amplifies the DC voltage supplied from the AC / DC converter 40 and applies the arbitrary amplified voltage to the gradient coil 51 of the corresponding channel. In other words, the Xch amplification circuit 411 applies an arbitrary amplified voltage to the X coil 511 of the gradient coil 51 corresponding to the X axis. The Ych amplifier circuit 412 applies an arbitrary amplified voltage to the Y coil 512 in the gradient coil 51 corresponding to the Y axis. The Zch amplifier circuit 413 applies an arbitrary amplified voltage to the Z coil 513 in the gradient coil 51 corresponding to the Z axis.

なお、増幅回路４１は、一の増幅回路４１を複数のチャネルで共有し、必要に応じて切り換える等して実施されてもよい。   Note that the amplification circuit 41 may be implemented by sharing one amplification circuit 41 with a plurality of channels and switching the amplification circuit 41 as necessary.

制御回路４２は、不図示のプロセッサ及びメモリ等を少なくとも有する。制御回路４２は、傾斜磁場電源ユニット４におけるブーストコントロール機能及び当該ブーストコントロール機能に係る小機能を必要に応じて実行する。ブーストコントロール機能については後述する。なお、図２に示すように、実施形態に係る磁気共鳴イメージング装置１においては、制御回路４２は、一の制御回路４２としたが、あくまでも例示でありこれに限るものではない。例えば、小機能毎に異なる複数の制御回路４２を有するように実施されてもよい。   The control circuit 42 has at least a processor and a memory (not shown). The control circuit 42 executes a boost control function in the gradient magnetic field power supply unit 4 and small functions related to the boost control function as necessary. The boost control function will be described later. As shown in FIG. 2, in the magnetic resonance imaging apparatus 1 according to the embodiment, the control circuit 42 is a single control circuit 42, but this is merely an example and the present invention is not limited to this. For example, the present invention may be implemented to have a plurality of different control circuits 42 for each small function.

例えば、制御回路４２は、ＡＣ／ＤＣコンバータより出力される出力電流を制限する。例えば、制御回路４２は、ＡＣ／ＤＣコンバータより出力される少なくとも一つの出力電流をモニタリングする。例えば、制御回路４２は、増幅回路４１を介して増幅され、各傾斜磁場コイル５１に印加される電圧値を制御する。各傾斜磁場コイル５１に印加される電圧に対応する電流をモニタリングする。ただしあくまでも例示でありこの限りではない。   For example, the control circuit 42 limits the output current output from the AC / DC converter. For example, the control circuit 42 monitors at least one output current output from the AC / DC converter. For example, the control circuit 42 controls a voltage value that is amplified via the amplifier circuit 41 and applied to each gradient coil 51. The current corresponding to the voltage applied to each gradient coil 51 is monitored. However, this is merely an example, and the present invention is not limited to this.

［ブーストコントロール機能］
実施形態に係る磁気共鳴イメージング装置１は、一時的にＡＣ／ＤＣコンバータ４０から大きな電流または電力を供給するブースト機能を有する。また、実施形態に係る磁気共鳴イメージング装置１は、ブースト機能を使用するタイミング等の制御全般に係るブーストコントロール機能を有する。 [Boost control function]
The magnetic resonance imaging apparatus 1 according to the embodiment has a boost function of temporarily supplying a large current or power from the AC / DC converter 40. Further, the magnetic resonance imaging apparatus 1 according to the embodiment has a boost control function related to overall control such as timing for using the boost function.

図３は、実施形態に係る磁気共鳴イメージング装置１のブースト機能を説明するための、３次元スキャンの一例を示すタイミングチャートである。   FIG. 3 is a timing chart illustrating an example of a three-dimensional scan for explaining the boost function of the magnetic resonance imaging apparatus 1 according to the embodiment.

図３における（ａ）は、リードアウト方向の出力電流を示している。図３における（ｂ）は、位相エンコード方向の出力電流を示している。図３における（ｃ）は、スライス選択方向の出力電流を示している。図３における（ｄ）は、ＡＣ／ＤＣコンバータ４０が出力する出力電流の合計値に係るタイミングチャートを示している。   FIG. 3A shows an output current in the readout direction. FIG. 3B shows an output current in the phase encoding direction. FIG. 3C shows the output current in the slice selection direction. FIG. 3D shows a timing chart according to the total value of the output current output from the AC / DC converter 40.

図３に示すように、３次元の撮像を実行するにあたり、リードアウト方向と、位相エンコード方向と、スライス選択方向との３相それぞれについて、傾斜磁場コイル５１に電力を供給する。特に撮像位置によっては、大きな電力が要求される。ここで、撮像位置とは、例えば、撮像シーケンスにおける所定のタイミングに対応する。図３におけるハッチング箇所は、ＡＣ／ＤＣコンバータ４０より出力される出力電流の合計値が、後述の電流閾値Ｉ１を超えているタイミングを示している。すなわち、図３におけるハッチング箇所は、当該３相に対する電力の和が後述の電力閾値Ｐ１を超えているタイミングを示している。 As shown in FIG. 3, when performing three-dimensional imaging, power is supplied to the gradient coil 51 for each of the three phases of the readout direction, the phase encoding direction, and the slice selection direction. In particular, large power is required depending on the imaging position. Here, the imaging position corresponds to, for example, a predetermined timing in an imaging sequence. Hatched portion in FIG. 3, the total value of the output current output from the AC / DC converter 40, a timing which exceeds the current threshold I 1 below. In other words, hatched portions in FIG. 3 shows the timing of the sum of the power to the 3-phase exceeds the power threshold P 1 below.

かかる場合、一従来技術に係る磁気共鳴イメージング装置においては、出力電流はＩ１に制限されることとなる（リミッタ機能）。一方、実施形態に係る磁気共鳴イメージング装置１においては、図３に示すようにブースト機能を使用することで、電流閾値Ｉ１を超える電流の出力を一時的に許容している。換言すると、電流閾値Ｉ１を一時的にＩ１よりも大きな値である新たな電流閾値Ｉ２に変更している。 In such a case, in the magnetic resonance imaging apparatus according to one prior art, the output current is to be limited to I 1 (limiter function). On the other hand, in the magnetic resonance imaging apparatus 1 according to the embodiment, by using the boost function as shown in FIG. 3, it is temporarily allowed to output current exceeding a current threshold I 1. In other words, have changed to the new current threshold I 2 is greater than temporarily I 1 the current threshold I 1.

図４Ａ〜図４Ｃは、実施形態に係る磁気共鳴イメージング装置１において、傾斜磁場電源ユニット４が有するブーストコントロール機能に係る処理の流れを説明するフローチャートである。以下、図４Ａ〜図４Ｃにおける各ステップに沿って、ブーストコントロール機能について詳述する。   FIGS. 4A to 4C are flowcharts illustrating the flow of processing related to the boost control function of the gradient magnetic field power supply unit 4 in the magnetic resonance imaging apparatus 1 according to the embodiment. Hereinafter, the boost control function will be described in detail along the steps in FIGS. 4A to 4C.

［第１フェーズ］
図４ＡにおけるステップＳ１−１〜Ｓ１−５は、撮像開始前であって、ブーストコントロール機能に係る第１フェーズを示している。以下各ステップについて説明する。 [Phase 1]
Steps S1-1 to S1-5 in FIG. 4A show a first phase related to the boost control function before the start of imaging. Hereinafter, each step will be described.

（ステップＳ１−１）
医師等の操作者、すなわち本磁気共鳴イメージング装置１の使用者は、入力インターフェース回路７０を介して、磁気共鳴イメージングに係る所望の撮像シーケンスを実行するための撮像条件を入力する。当該入力された撮像条件は、一時的に記憶回路２１に記憶される。続いて、ステップＳ１−２に進む。 (Step S1-1)
An operator such as a doctor, that is, a user of the magnetic resonance imaging apparatus 1 inputs, via the input interface circuit 70, imaging conditions for executing a desired imaging sequence related to magnetic resonance imaging. The input imaging conditions are temporarily stored in the storage circuit 21. Subsequently, the process proceeds to step S1-2.

（ステップＳ１−２）
処理回路２０は、ステップＳ１−１において記憶回路２１に記憶された撮像条件と、予め記憶された所定のプログラムとを読み出すことにより、当該撮像条件が適当であるかを判定する（判定機能）。上記所定のプログラムは、例えば、撮像条件判定命令に対応する。処理回路２０の判定機能は、例えば、撮像条件に基づいて傾斜磁場電源の出力電力を予測し、その撮像条件での撮像が実行可能であるかを判定する。また、例えば、撮像条件に基づいて傾斜磁場電源の出力電力を予測することで、後述のブースト機能が使用可能となるタイミングを判定する。さらに、例えば、撮像条件に基づいて傾斜磁場電源の出力電力を予測することで、後述のブースト機能を使用する時間であるブースト使用時間が長すぎないかを判定する。 (Step S1-2)
The processing circuit 20 determines whether the imaging condition is appropriate by reading the imaging condition stored in the storage circuit 21 in step S1-1 and a predetermined program stored in advance (determination function). The predetermined program corresponds to, for example, an imaging condition determination command. The determination function of the processing circuit 20 predicts, for example, the output power of the gradient magnetic field power supply based on the imaging conditions, and determines whether imaging under the imaging conditions is feasible. Further, for example, by predicting the output power of the gradient magnetic field power supply based on the imaging conditions, the timing at which the boost function described later can be used is determined. Furthermore, for example, by predicting the output power of the gradient magnetic field power supply based on the imaging conditions, it is determined whether the boost use time, which is the time for using the boost function described later, is not too long.

判定機能は、撮像条件に変更を加えずに撮像開始可能な場合に「適当」と判定し、ステップＳ１−３に進む。また、判定機能は、撮像を開始するのに撮像条件の変更が必要な場合に、「最適化」と判定し、ステップＳ１−４に進む。さらに、判定機能は、撮像条件の変更を行っても撮像が開始できない場合に、「エラー」と判定し、ステップＳ１−５に進む。つまり、判定機能は、撮像条件に応じて、３通りの判定結果を返す。   The determination function determines “appropriate” when the imaging can be started without changing the imaging conditions, and proceeds to step S1-3. In addition, when the imaging condition needs to be changed to start imaging, the determination function determines “optimization” and proceeds to step S1-4. Furthermore, when the imaging function cannot be started even when the imaging conditions are changed, the determination function determines that an “error” has occurred, and proceeds to step S1-5. That is, the determination function returns three types of determination results according to the imaging conditions.

（ステップＳ１−３）
ステップＳ１−２における判定において、「適当」と判定された場合、処理回路２０は、記憶回路２１に記憶された所定のプログラムを読み出す。ここで、所定のプログラムとは、例えば、撮像開始命令に対応する。これにより、磁気共鳴イメージング装置１による撮像が開始され、第２フェーズに進む。 (Step S1-3)
If it is determined in step S <b> 1-2 that “appropriate”, the processing circuit 20 reads a predetermined program stored in the storage circuit 21. Here, the predetermined program corresponds to, for example, an imaging start command. Thus, imaging by the magnetic resonance imaging apparatus 1 is started, and the process proceeds to the second phase.

（ステップＳ１−４）
ステップＳ１−２における判定において、「最適化」と判定された場合、処理回路２０は、記憶回路２１に記憶された所定のプログラムを読み出すことにより、撮像を最適化する。処理回路２０の最適化機能は、例えば、撮像プロトコルを並び替えることによって、ステップＳ１−１撮像開始な撮像条件へと変更する。これにより、撮像の要旨を変更せずに、自動的に「適当」な撮像条件を決定し、ステップＳ１−３に進む。 (Step S1-4)
If it is determined in step S1-2 that the optimization is “optimization”, the processing circuit 20 optimizes the imaging by reading a predetermined program stored in the storage circuit 21. The optimization function of the processing circuit 20 changes the imaging conditions to the imaging conditions at which the step S1-1 starts imaging by rearranging the imaging protocols, for example. As a result, "appropriate" imaging conditions are automatically determined without changing the gist of imaging, and the process proceeds to step S1-3.

（ステップＳ１−５）
ステップＳ１−２における判定において、「エラー」と判定された場合、処理回路２０は、記憶回路２１に記憶された所定のプログラムを読み出す。ここで、所定のプログラムとは、例えば、エラーメッセージ表示命令に対応する。これにより、表示回路７１は、撮像条件が不適当である旨のエラーメッセージを表示（警告表示機能）し、ステップを終了する。ここで、エラーメッセージとは、例えば、使用者に警告するための文字や図形などによる情報である。 (Step S1-5)
When it is determined as “error” in the determination in step S1-2, the processing circuit 20 reads a predetermined program stored in the storage circuit 21. Here, the predetermined program corresponds to, for example, an error message display instruction. As a result, the display circuit 71 displays an error message indicating that the imaging condition is inappropriate (warning display function), and ends the step. Here, the error message is, for example, information such as a character or a graphic for warning the user.

［第２フェーズ］
図４ＢにおけるステップＳ２−１〜Ｓ２−７は、撮像中であって、ブーストコントロール機能に係る第２フェーズを示している。後述の通り、第２フェーズはループ処理を有する。第２フェーズにおいて、制御回路４２は、ＡＣ／ＤＣコンバータ４０より出力される出力電流と、増幅回路４１におけるＸｃｈ増幅回路４１１、Ｙｃｈ増幅回路４１２、及びＺｃｈ増幅回路４１３により出力される各出力電流とを、処理回路２０よりも高い時間分解能にてモニタリング（監視）する。このとき、監視手段は、制御回路４２の監視機能として実現される。なお、監視手段は、Ｘコイル５１１、Ｙコイル５１２およびＺコイル５１３に対応する複数の各軸用傾斜磁場コイルのうち少なくとも一つの各軸用傾斜磁場コイルに増幅回路４１から供給される電流または電力に対応する電力指標値を監視してもよい。また、制御回路４２は、モニタリングの結果に基づき、必要に応じて、ブーストコントロール機能に係る各種小機能を実行する。 [2nd phase]
Steps S2-1 to S2-7 in FIG. 4B are during imaging, and indicate the second phase related to the boost control function. As described later, the second phase has a loop process. In the second phase, the control circuit 42 determines the output current output from the AC / DC converter 40 and the output currents output from the Xch amplifier circuit 411, the Ych amplifier circuit 412, and the Zch amplifier circuit 413 in the amplifier circuit 41. Is monitored at a higher time resolution than the processing circuit 20. At this time, the monitoring means is realized as a monitoring function of the control circuit 42. The monitoring unit is configured to control the current or power supplied from the amplification circuit 41 to at least one of the plurality of gradient magnetic field coils for each of the plurality of axes corresponding to the X coil 511, the Y coil 512, and the Z coil 513. May be monitored. Further, the control circuit 42 executes various small functions related to the boost control function as needed based on the monitoring result.

例えば、制御回路４２は、モニタリングの結果に基づき、ＡＣ／ＤＣコンバータ４０の出力電力の制限を解除する。換言すると、制御回路４２は、モニタリングの結果に基づき、通常モードをブーストモードに変更する。通常モードは、出力電流が電流閾値Ｉ１に制限されるモードである。ブーストモードは、出力電流が電流閾値Ｉ１よりも高い電流閾値Ｉ２に制限されるモードである。 For example, the control circuit 42 releases the restriction on the output power of the AC / DC converter 40 based on the result of monitoring. In other words, the control circuit 42 changes the normal mode to the boost mode based on the monitoring result. Normal mode is a mode in which the output current is limited to a current threshold I 1. Boost mode is a mode in which the output current is limited to the high currents threshold I 2 than the current threshold value I 1.

なお、通常モードは、出力電力が電力閾値Ｐ１に制限されるモードであってもよい。また、ブーストモードは、出力電力が電力閾値Ｐ１よりも高い電力閾値Ｐ２に制限されるモードであってもよい。制御回路４２は、他のモニタリングの結果に基づき、必要に応じて、ブーストモードを強制的に終了する（ブーストモード制限機能）。このとき、上限値制御手段は、例えば、出力電流または出力電圧の制限を解除する機能として、制御回路４２により実現される。 Incidentally, the normal mode, the output power may be a mode that is limited to the power threshold P 1. Further, boost mode may be a mode that is limited to the high power threshold P 2 than the output power power threshold P 1. The control circuit 42 forcibly ends the boost mode as necessary based on the result of another monitoring (boost mode restriction function). At this time, the upper limit value control means is realized by the control circuit 42, for example, as a function of releasing the restriction on the output current or the output voltage.

以下各ステップについて説明する。   Hereinafter, each step will be described.

（ステップＳ２−１）
制御回路４２は、撮像が継続中か終了したかを判定する。すなわち、撮像が継続中の場合、次の処理はステップＳ２−２となる。また、撮像が終了した場合、第２フェーズの処理のループを抜け、磁気共鳴イメージングに係る一連の動作は終了する。なお、代替的に又は並列的に処理回路２０が記憶回路２１に記憶された所定のプログラムを読み出すことにより、撮像の継続／終了を判定するように実施されてもよい。なお終了時は、制御回路４２は、ＡＣ／ＤＣコンバータ４０より出力される出力電流の積算を停止する。制御回路４２は、ブースト使用時間を０にリセットする（ステップＳ２−１ａ）。 (Step S2-1)
The control circuit 42 determines whether the imaging is continuing or ended. That is, when imaging is continuing, the next processing is step S2-2. When the imaging is completed, the processing exits from the loop of the second phase, and a series of operations related to the magnetic resonance imaging ends. Alternatively, the processing circuit 20 may alternatively or in parallel read out a predetermined program stored in the storage circuit 21 so as to determine the continuation / end of imaging. At the end, the control circuit 42 stops integrating the output current output from the AC / DC converter 40. The control circuit 42 resets the boost use time to 0 (step S2-1a).

（ステップＳ２−２）
制御回路４２は、モニタリングにおいてＡＣ／ＤＣコンバータ４０より出力される出力電流と電流閾値Ｉ１とを比較し、ＡＣ／ＤＣコンバータ４０の出力電流が電流閾値Ｉ１を超えるか否かを判定する。すなわち、ＡＣ／ＤＣコンバータ４０の出力電流が電流閾値Ｉ１を超えた場合、次の処理は、ステップＳ２−３となる。また、ＡＣ／ＤＣコンバータ４０の出力電流が電流閾値Ｉ１を超えない場合、次の処理は、ステップＳ２−１となる。換言すると、本ステップでは、出力電流が電流閾値Ｉ１を超えるか否かが判定される。なお、本ステップでは、出力電力が電力閾値Ｐ１を超えるか否かが判定されてもよい。 (Step S2-2)
The control circuit 42 determines whether compares the output current output from the AC / DC converter 40 and the current threshold I 1 in the monitoring, the output current of the AC / DC converter 40 exceeds the current threshold I 1. That is, when the output current of the AC / DC converter 40 exceeds the current threshold I 1, the following process is a step S2-3. Also, if the output current of the AC / DC converter 40 does not exceed the current threshold I 1, the following process is a step S2-1. In other words, in this step, the output current is whether exceeds the current threshold value I 1 is determined. In the present step, whether the output power exceeds the power threshold P 1 may be determined.

（ステップＳ２−３）
制御回路４２は、ＡＣ／ＤＣコンバータ４０の出力電力または出力電流の制限に関して、現在のモードが、通常モードまたはブーストモードのいずれであるかを判定する。ＡＣ／ＤＣコンバータ４０の出力電流の制限に関して、現在のモードが通常モードであると判定された場合、次の処理は、ステップＳ２−４となる。また、ＡＣ／ＤＣコンバータ４０の出力電流の制限に関して、現在のモードがブーストモードであると判定された場合、次の処理は、ステップＳ２−５となる。 (Step S2-3)
The control circuit 42 determines whether the current mode is the normal mode or the boost mode with respect to the output power or output current of the AC / DC converter 40. When it is determined that the current mode is the normal mode with respect to the limitation of the output current of the AC / DC converter 40, the next process is step S2-4. If it is determined that the current mode is the boost mode with respect to the limitation of the output current of the AC / DC converter 40, the next process is step S2-5.

（ステップＳ２−４）
制御回路４２は、通常モードをブーストモードに変更し、更に、制御回路４２は、ＡＣ／ＤＣコンバータ４０より流れる出力電流の積算と、当該出力電流の経過時間平均値と、ブースト使用時間の積算とを開始し、ステップＳ２−５に進む。ブースト使用時間の積算とは、電流閾値Ｉ１を超える電流が傾斜磁場コイル５１に供給される経過時間、または電力閾値Ｐ１を超える電力が傾斜磁場コイル５１に供給される経過時間に相当する。制御回路４２は、経過時間における電力指標値（出力電流または出力電力）の積算値と、電力指標値の平均値と、経過時間とのうち少なくとも一つを参照値として算出する。このとき、算出手段は、制御回路４２の上記算出に関する算出機能として実現される。 (Step S2-4)
The control circuit 42 changes the normal mode to the boost mode. Further, the control circuit 42 calculates the integration of the output current flowing from the AC / DC converter 40, the average value of the elapsed time of the output current, and the integration of the boost use time. Is started, and the process proceeds to step S2-5. The integrated boost usage time, a current exceeds the current threshold value I 1 time supplied to the gradient coil 51, or the power that exceeds the power threshold P 1 corresponding to the elapsed time to be supplied to the gradient coil 51. The control circuit 42 calculates at least one of the integrated value of the power index value (output current or output power) over the elapsed time, the average value of the power index value, and the elapsed time as a reference value. At this time, the calculating means is realized as a calculating function of the control circuit 42 regarding the above calculation.

（ステップＳ２−５）
制御回路４２は、ＡＣ／ＤＣコンバータ４０より流れる出力電流の経過時間平均値と電流閾値Ｉ１とを比較し、ＡＣ／ＤＣコンバータ４０の出力電流の経過時間平均値が電流閾値Ｉ１を超えるか否かを判定する。ＡＣ／ＤＣコンバータ４０の出力電流の経過時間平均値が電流閾値Ｉ１を超えた場合、次の処理は、ステップＳ２−７となる。また、ＡＣ／ＤＣコンバータ４０の出力電流の経過時間平均値が電流閾値Ｉ１を超えない場合、次の処理は、ステップＳ２−６となる。 (Step S2-5)
Or the control circuit 42 compares the elapsed time average value and the current threshold value I 1 of the output current flowing from the AC / DC converter 40, the elapsed time average value of the output current of the AC / DC converter 40 exceeds the current threshold I 1 Determine whether or not. When the elapsed time average value of the output current of the AC / DC converter 40 exceeds the current threshold I 1, the following process is a step S2-7. Further, when the elapsed time average value of the output current of the AC / DC converter 40 does not exceed the current threshold I 1, the following process is a step S2-6.

（ステップＳ２−６）
制御回路４２は、ステップＳ２−４において開始されたＡＣ／ＤＣコンバータ４０より流れる出力電流の積算値と、当該出力電流の経過時間平均値と、ブースト使用時間の積算値とを、いずれも０にリセットする。 (Step S2-6)
The control circuit 42 sets the integrated value of the output current flowing from the AC / DC converter 40 started in step S2-4, the average value of the elapsed time of the output current, and the integrated value of the boost use time to zero. Reset.

（ステップＳ２−７）
制御回路４２は、ブースト使用時間の積算値と許容時間Ｔとを比較し、ブースト使用時間の積算値が許容時間Ｔを超えるか否かを判定する。ブースト使用時間の積算値が許容時間Ｔを超えた場合、次の処理は、ステップＳ２−９となる。ブースト使用時間の積算値が許容時間Ｔを超えない場合、次の処理は、ステップＳ２−８となる。 (Step S2-7)
The control circuit 42 compares the integrated value of the boost usage time with the allowable time T, and determines whether or not the integrated value of the boost usage time exceeds the allowable time T. When the integrated value of the boost use time exceeds the allowable time T, the next processing is step S2-9. If the integrated value of the boost use time does not exceed the allowable time T, the next processing is step S2-8.

（ステップＳ２−８）
制御回路４２は、ＡＣ／ＤＣコンバータ４０より流れる出力電流の積算値と積算電流閾値Ｑとを比較し、ＡＣ／ＤＣコンバータ４０より流れる出力電流の積算値が積算電流閾値Ｑを超えるか否かを判定する。ＡＣ／ＤＣコンバータ４０より流れる出力電流の積算値が積算電流閾値Ｑを超えた場合、次の処理は、ステップＳ２−９となる。ＡＣ／ＤＣコンバータ４０より流れる出力電流の積算値が積算電流閾値Ｑを超えない場合、次の処理は、ステップＳ２−１となる。 (Step S2-8)
The control circuit 42 compares the integrated value of the output current flowing from the AC / DC converter 40 with the integrated current threshold Q, and determines whether the integrated value of the output current flowing from the AC / DC converter 40 exceeds the integrated current threshold Q. judge. When the integrated value of the output current flowing from the AC / DC converter 40 exceeds the integrated current threshold Q, the next processing is step S2-9. If the integrated value of the output current flowing from the AC / DC converter 40 does not exceed the integrated current threshold Q, the next process is step S2-1.

（ステップＳ２−９）
制御回路４２は、ブーストモードを通常モードに変更する。このとき、次の処理は、第３フェーズとなる。ステップＳ２−７及びステップ２−８を含めて換言すると、ブースト使用時間の積算値が許容時間Ｔを超えること又はＡＣ／ＤＣコンバータ４０より流れる出力電流の積算値が積算電流閾値Ｑを超えることを契機として、制御回路４２は、ブーストモードを通常モードに変更する（ブーストモード制限機能）。 (Step S2-9)
The control circuit 42 changes the boost mode to the normal mode. At this time, the next processing is the third phase. In other words, including step S2-7 and step 2-8, the integrated value of the boost use time exceeds the allowable time T or the integrated value of the output current flowing from the AC / DC converter 40 exceeds the integrated current threshold Q. As an opportunity, the control circuit 42 changes the boost mode to the normal mode (boost mode restriction function).

［第３フェーズ］
図４ＣにおけるステップＳ３−１〜Ｓ３−３は、撮像中であって、ブーストコントロール機能に係る第３フェーズを示している。後述の通り、第３フェーズはループ処理を有する。第３フェーズにおいても、制御回路４２は、ＡＣ／ＤＣコンバータ４０より出力される出力電流と、増幅回路４１におけるＸｃｈ増幅回路４１１、Ｙｃｈ増幅回路４１２、及びＺｃｈ増幅回路４１３により出力される各出力電流とを、処理回路２０よりも高い時間分解能にて、監視手段としてモニタリング（監視）する。また、制御回路４２は、モニタリングの結果に基づき、必要に応じて、ブーストコントロール機能に係る各種小機能を実行する。以下、各ステップについて説明する。 [Third phase]
Steps S3-1 to S3-3 in FIG. 4C are during imaging, and indicate the third phase related to the boost control function. As described later, the third phase has a loop process. Also in the third phase, the control circuit 42 controls the output current output from the AC / DC converter 40 and the output current output from the Xch amplifier circuit 411, the Ych amplifier circuit 412, and the Zch amplifier circuit 413 in the amplifier circuit 41. Are monitored as monitoring means with a higher time resolution than the processing circuit 20. Further, the control circuit 42 executes various small functions related to the boost control function as needed based on the monitoring result. Hereinafter, each step will be described.

（ステップＳ３−１）
制御回路４２は、撮像が継続中か終了したかを判定する。撮像が継続中の場合、次の処理は、ステップＳ３−２となる。撮像が終了した場合、第３フェーズにおける処理のループを抜け、磁気共鳴イメージングに係る一連の動作は終了する。なお、代替的に又は並列的に処理回路２０が記憶回路２１に記憶された所定のプログラムを読み出すことにより、撮像の継続／終了を判定するように実施されてもよい。なお終了時は、制御回路４２は、ＡＣ／ＤＣコンバータ４０より出力される出力電流の積算を停止する。制御回路４２は、ブースト使用時間を０にリセットする（ステップＳ３−１ａ）。 (Step S3-1)
The control circuit 42 determines whether the imaging is continuing or ended. If imaging is ongoing, the next process is step S3-2. When the imaging is completed, the process exits the loop of the process in the third phase, and a series of operations related to the magnetic resonance imaging ends. Alternatively, the processing circuit 20 may alternatively or in parallel read out a predetermined program stored in the storage circuit 21 so as to determine the continuation / end of imaging. At the end, the control circuit 42 stops integrating the output current output from the AC / DC converter 40. The control circuit 42 resets the boost use time to 0 (step S3-1a).

（ステップＳ３−２）
制御回路４２は、ＡＣ／ＤＣコンバータ４０より流れる出力電流の経過時間平均値と電流閾値Ｉ１とを比較し、ＡＣ／ＤＣコンバータ４０の出力電流の経過時間平均値が電流閾値Ｉ１を超えるか否かを判定する。ＡＣ／ＤＣコンバータ４０の出力電流の経過時間平均値が電流閾値Ｉ１を超えた場合、次の処理は、ステップＳ３−１となる。ＡＣ／ＤＣコンバータ４０の出力電流の経過時間平均値が電流閾値Ｉ１を超えない場合、次の処理は、ステップＳ３−３となる。 (Step S3-2)
Or the control circuit 42 compares the elapsed time average value and the current threshold value I 1 of the output current flowing from the AC / DC converter 40, the elapsed time average value of the output current of the AC / DC converter 40 exceeds the current threshold I 1 Determine whether or not. When the elapsed time average value of the output current of the AC / DC converter 40 exceeds the current threshold I 1, the following process is a step S3-1. When the elapsed time average value of the output current of the AC / DC converter 40 does not exceed the current threshold I 1, the following process is a step S3-3.

（ステップＳ３−３）
制御回路４２は、第２フェーズにおけるステップＳ２−４において開始されたＡＣ／ＤＣコンバータ４０より流れる出力電流の積算値と、当該出力電流の経過時間平均値と、ブースト使用時間の積算値とを、いずれも０にリセットする。このとき、次の処理は、第２フェーズに戻る。 (Step S3-3)
The control circuit 42 calculates the integrated value of the output current flowing from the AC / DC converter 40 started in step S2-4 in the second phase, the average value of the elapsed time of the output current, and the integrated value of the boost use time. Both are reset to 0. At this time, the next processing returns to the second phase.

続いて、実施形態に係る磁気共鳴イメージング装置１のブーストコントロール機能の動作例について説明する。   Subsequently, an operation example of the boost control function of the magnetic resonance imaging apparatus 1 according to the embodiment will be described.

図５は、実施形態に係る磁気共鳴イメージング装置１に関して、ブーストコントロール機能の動作の一例（第２フェーズ）を示すタイミングチャートである。   FIG. 5 is a timing chart illustrating an example (second phase) of the operation of the boost control function for the magnetic resonance imaging apparatus 1 according to the embodiment.

図５における（ａ）は、ＡＣ／ＤＣコンバータ４０より出力される出力電流の目標値のタイミングチャートを示している。図５における（ｂ）は、ＡＣ／ＤＣコンバータ４０より出力される実際の出力電流のタイミングチャートを示している。図５における（ｃ）は、積算フラグのＯＮ／ＯＦＦについてのタイミングチャートを示している。図５における（ｄ）は、ＡＣ／ＤＣコンバータ４０より出力される出力電流の経過時間平均値のタイミングチャートを示している。   FIG. 5A shows a timing chart of a target value of the output current output from the AC / DC converter 40. FIG. 5B shows a timing chart of an actual output current output from the AC / DC converter 40. FIG. 5C shows a timing chart for ON / OFF of the integration flag. FIG. 5D shows a timing chart of the average value of the elapsed time of the output current output from the AC / DC converter 40.

図５に示すように、時刻ｔ０から時刻ｔ１の期間においては、出力電流の目標値は電流閾値Ｉ１に比して低い値である。したがって、ＡＣ／ＤＣコンバータ４０は、目標値と同値の電流を出力している。時刻ｔ０から時刻ｔ１の期間における実際の出力電流は、電流閾値Ｉ１未満であるため、ブーストモードは実行されていない。このときのモードは、通常モードである。また、時刻ｔ０から時刻ｔ１の期間における実際の出力電流は、電流閾値Ｉ１未満であるため、出力電流の経過時間平均値は算出されていない。 As shown in FIG. 5, in a period of time t 1 from time t 0, the target value of the output current is lower value than the current threshold I 1. Therefore, AC / DC converter 40 outputs a current having the same value as the target value. Actual output current from time t 0 in the time period from t 1 are the less current threshold I 1, the boost mode is not executed. The mode at this time is the normal mode. In addition, since the actual output current during the period from time t 0 to time t 1 is less than the current threshold I 1 , the average elapsed time of the output current is not calculated.

時刻ｔ１から時刻ｔ２の期間においては、出力電流の目標値は電流閾値Ｉ１に比して高く電流閾値Ｉ２以下の値である。制御回路４２は時刻ｔ１にブーストモードを実行する。ブーストモードが実行されることにより、時刻ｔ１から時刻ｔ２の期間において、ＡＣ／ＤＣコンバータ４０は、電流閾値Ｉ１に比して高く電流閾値Ｉ２以下の値であって出力電流の目標値と同値の電流を出力している。時刻ｔ１における制御回路４２によるブーストモードの実行を契機として、制御回路４２は、出力電流及びブースト使用時間の積算を実行する積算フラグをＯＮにしている。すなわち、積算フラグがＯＮである時刻ｔ１から時刻ｔ２において、制御回路４２は、ＡＣ／ＤＣコンバータ４０より出力される出力電流の経過時間平均値を算出する。 In a period of time t 2 from time t 1, the target value of the output current is high current threshold I 2 following values than the current threshold I 1. The control circuit 42 executes a boosting mode at time t 1. By executing the boost mode, in the period from time t 1 to time t 2 , AC / DC converter 40 has a value higher than current threshold I 1 and equal to or lower than current threshold I 2 , and the output current target Outputs the same value as the current. Triggered by the execution of the boost mode by the control circuit 42 at time t 1, the control circuit 42 is turned ON the integration flag to perform integration of the output current and boost use time. That is, at time t 2 from time t 1 accumulation flag is ON, the control circuit 42 calculates an elapsed time average value of the output current output from the AC / DC converter 40.

時刻ｔ２から時刻ｔ３の期間においては、出力電流の目標値は電流閾値Ｉ２に比して高い値である。制御回路４２は、ＡＣ／ＤＣコンバータ４０より出力される出力電流を、電流閾値Ｉ２に制限する。時刻ｔ１から時刻ｔ２の期間において、ＡＣ／ＤＣコンバータ４０は、出力電流の目標値よりも低い値である電流閾値Ｉ２の電流を出力している。 In a period of time t 3 from the time t 2, the target value of the output current is higher value than the current threshold I 2. The control circuit 42, an output current outputted from the AC / DC converter 40, to limit the current threshold I 2. In the period of time t 2 from time t 1, AC / DC converter 40, and outputs the current of the current threshold I 2 is lower than the target value of the output current.

なお、積算フラグがＯＮである時刻ｔ２から時刻ｔ３においても、制御回路４２は、ＡＣ／ＤＣコンバータ４０より出力される出力電流の経過時間平均値を算出する。 Also at time t 3 from time t 2 accumulation flag is ON, the control circuit 42 calculates an elapsed time average value of the output current output from the AC / DC converter 40.

時刻ｔ３から時刻ｔ４の期間においては、出力電流の目標値は電流閾値Ｉ１に比して低い値である。したがって、時刻ｔ３から時刻ｔ４の期間において、ＡＣ／ＤＣコンバータ４０は、目標値と同値の電流を出力している。このとき、ブースト機能は使用されない。 In a period of time t 4 from time t 3, the target value of the output current is lower value than the current threshold I 1. Accordingly, in the period of time t 4 from time t 3, AC / DC converter 40, and outputs the target value and the same value of the current. At this time, the boost function is not used.

なお、積算フラグがＯＮである時刻ｔ３から時刻ｔ４においても、制御回路４２は、ＡＣ／ＤＣコンバータ４０より出力される出力電流の経過時間平均値を算出する。そして、時刻ｔ４において、出力電流の経過時間平均値がＩ１に達することを契機として、制御回路４２は積算フラグをＯＦＦにする。なお、制御回路４２は、時刻ｔ４において、出力電流の経過時間平均値がＩ１を下回ることを契機として、積算フラグをＯＦＦにしてもよい。また、かかる状態を契機として、制御回路４２は、ＡＣ／ＤＣコンバータ４０より流れる出力電流の積算値と、当該出力電流の経過時間の平均値と、ブースト使用時間の積算値とを、いずれも０にリセットする。 Also at time t 4 from time t 3 accumulation flag is ON, the control circuit 42 calculates an elapsed time average value of the output current output from the AC / DC converter 40. Then, at time t 4, the elapsed time average value of the output current is triggered by reaching the I 1, the control circuit 42 turns OFF the accumulation flag. The control circuit 42 At time t 4, the elapsed time average value of the output current is triggered by below I 1, may be an integrated flag to OFF. At the same time, the control circuit 42 sets the integrated value of the output current flowing from the AC / DC converter 40, the average value of the elapsed time of the output current, and the integrated value of the boost use time to 0. Reset to.

図６は、実施形態に係る磁気共鳴イメージング装置１に関して、ブーストコントロール機能の動作の一例（第２フェーズ及び第３フェーズ）を示すタイミングチャートである。   FIG. 6 is a timing chart illustrating an example of the operation of the boost control function (second phase and third phase) in the magnetic resonance imaging apparatus 1 according to the embodiment.

図６における（ａ）は、ＡＣ／ＤＣコンバータ４０より出力される出力電流の目標値のタイミングチャートを示している。図６における（ｂ）は、ＡＣ／ＤＣコンバータ４０より出力される実際の出力電流のタイミングチャートを示している。図６における（ｃ）は、積算フラグのＯＮ／ＯＦＦについてのタイミングチャートを示している。図６における（ｄ）は、ブースト使用時間の積算値についてのタイミングチャートを示している。図６における（ｅ）は、ブーストコントロール機能におけるフェーズ（第２フェーズ又は第３フェーズ）についてのタイミングチャートを示している。   FIG. 6A shows a timing chart of the target value of the output current output from the AC / DC converter 40. FIG. 6B shows a timing chart of an actual output current output from the AC / DC converter 40. FIG. 6C shows a timing chart for ON / OFF of the integration flag. FIG. 6D shows a timing chart for the integrated value of the boost use time. FIG. 6E shows a timing chart for the phase (second phase or third phase) in the boost control function.

図６に示すように、時刻ｔ０から時刻ｔ１の期間においては、出力電流の目標値は電流閾値Ｉ１に比して低い値である。したがって、ＡＣ／ＤＣコンバータ４０は、目標値と同値の電流を出力している。時刻ｔ０から時刻ｔ１の期間における実際の出力電流は、電流閾値Ｉ１未満であるため、ブーストモードは実行されていない。このときのモードは、通常モードである。 As shown in FIG. 6, in a period of time t 1 from time t 0, the target value of the output current is lower value than the current threshold I 1. Therefore, AC / DC converter 40 outputs a current having the same value as the target value. Actual output current from time t 0 in the time period from t 1 are the less current threshold I 1, the boost mode is not executed. The mode at this time is the normal mode.

時刻ｔ１から時刻ｔ２の期間においては、出力電流の目標値は電流閾値Ｉ１に比して高く電流閾値Ｉ２以下の値である。なお、本動作例では簡単のため、出力電流の目標値と電流閾値Ｉ２が同値の場合が示されている。制御回路４２は時刻ｔ１にブーストモードを実行する。ブーストモードが実行されることにより、時刻ｔ１から時刻ｔ２の期間において、ＡＣ／ＤＣコンバータ４０は、電流閾値Ｉ１に比して高く電流閾値Ｉ２以下の値であって出力電流の目標値と同値の電流を出力している。時刻ｔ１における制御回路４２によるブーストモードの実行を契機として、制御回路４２は、出力電流及びブースト使用時間の積算を実行する積算フラグをＯＮにしている。また、時刻ｔ１から時刻ｔ２の期間において、ブースト使用時間の積算が実行されている。 In a period of time t 2 from time t 1, the target value of the output current is high current threshold I 2 following values than the current threshold I 1. For the sake of simplicity, in this operation example, the target value and the current threshold I 2 of the output current is shown if equivalence. The control circuit 42 executes a boosting mode at time t 1. By executing the boost mode, in the period from time t 1 to time t 2 , AC / DC converter 40 has a value higher than current threshold I 1 and equal to or lower than current threshold I 2 , and the output current target Outputs the same value as the current. Triggered by the execution of the boost mode by the control circuit 42 at time t 1, the control circuit 42 is turned ON the integration flag to perform integration of the output current and boost use time. Further, in the period of time t 2 from time t 1, the integrated boost operating time is running.

時刻ｔ２から時刻ｔ３の期間においては、出力電流の目標値は電流閾値Ｉ１に比して低い値である。したがって、ＡＣ／ＤＣコンバータ４０は、目標値と同値の電流を出力している。また、時刻ｔ２から時刻ｔ３の期間における実際の出力電流は、電流閾値Ｉ１未満であるため、ブースト機能は実行されておらず、ブースト使用時間の積算は実行されていない。 In a period of time t 3 from the time t 2, the target value of the output current is lower value than the current threshold I 1. Therefore, AC / DC converter 40 outputs a current having the same value as the target value. Further, the actual output current from time t 2 during the period of time t 3, because less than the current threshold value I 1, the boost function is not running, the integration of the boost operating time is not running.

時刻ｔ３から時刻ｔ４の期間においては、出力電流の目標値が電流閾値Ｉ１に比して高く電流閾値Ｉ２以下の値となる期間と、出力電流の目標値が電流閾値Ｉ１に比して低い値となる期間とを交互に繰り返している。それに応じて、ＡＣ／ＤＣコンバータ４０は、電出力電流の目標値と同値の電流を出力している。また、出力電流の目標値が電流閾値Ｉ１に比して高く電流閾値Ｉ２以下の値となる期間においては、ブースト機能は実行されており、ブースト使用時間の積算が実行されている。出力電流の目標値が電流閾値Ｉ１に比して低い値となる期間においては、ブースト機能は実行されておらず、ブースト使用時間の積算は実行されていない。 In a period of time t 4 from time t 3, a period in which the target value of the output current is high current threshold I 2 following values than the current threshold I 1, a target value of the output current is the current threshold I 1 The period in which the value is relatively low is alternately repeated. In response, AC / DC converter 40 outputs a current having the same value as the target value of the electric output current. Further, in a period where the target value of the output current is high current threshold I 2 following values than the current threshold I 1, the boost function is executed, the integrated boost operating time is running. In the period in which the target value of the output current is lower value than the current threshold I 1, the boost function is not running, the integration of the boost operating time is not running.

時刻ｔ４において、ブースト使用時間の積算値は、許容時間Ｔに達している。かかる状態を契機として、制御回路４２は、第２フェーズのループ処理を抜けるとともに、第３フェーズに移行する。また、上述の通り第３フェーズにおいては、ＡＣ／ＤＣコンバータ４０より出力される出力電流の上限は、電流閾値Ｉ１に制限されている。 At time t 4, the integrated value of the boost usage time has reached the allowable time T. In response to this state, the control circuit 42 exits the loop processing of the second phase and shifts to the third phase. Further, in the third phase as described above, the upper limit of the output current output from the AC / DC converter 40 is limited to a current threshold I 1.

時刻ｔ５において、例えばＡＣ／ＤＣコンバータ４０より出力される出力電流の平均値が電流閾値Ｉ１以下となることを契機として、制御回路４２は、第３フェーズのループ処理を抜けるとともに、再び第２フェーズに移行する。また、かかる状態を契機として、制御回路４２は、出力電流及びブースト使用時間の積算を実行する積算フラグをＯＦＦにする。また、かかる状態を契機として、制御回路４２は、ＡＣ／ＤＣコンバータ４０より流れる出力電流の積算値と、当該出力電流の経過時間平均値と、ブースト使用時間の積算値とを、いずれも０にリセットする。 At time t 5, as a trigger for example that the average value of the output current output from the AC / DC converter 40 is a current threshold value I 1 or less, the control circuit 42, together leave the loop processing of the third phase, again the Move to two phases. Further, triggered by such a state, the control circuit 42 turns off the integration flag for executing the integration of the output current and the boost use time. At the same time, the control circuit 42 resets the integrated value of the output current flowing from the AC / DC converter 40, the average value of the elapsed time of the output current, and the integrated value of the boost use time to zero. Reset.

実施形態に係る磁気共鳴イメージング装置１は、複数の傾斜磁場コイル５１と、電力供給手段を実現するＡＣ／ＤＣコンバータ４０、増幅回路４１等と、監視手段および上限値制御手段を実現する制御回路４２とを具備する。傾斜磁場コイル５１は、傾斜磁場を発生する。ＡＣ／ＤＣコンバータ４０、増幅回路４１等は、傾斜磁場コイルに電力を供給する。制御回路４２は、傾斜磁場コイルに供給する電力に対応する少なくとも一つの電力指標値を監視して、モニタリング機能を実現する。上限値制御手段を実現する制御回路４２は、電力指標値に基づいて、傾斜磁場コイル５１に供給する電力の上限を、第１の上限値から第１の上限値よりも高い第２の上限値に変更する制御を実行する。   The magnetic resonance imaging apparatus 1 according to the embodiment includes a plurality of gradient magnetic field coils 51, an AC / DC converter 40 that realizes a power supply unit, an amplification circuit 41, and the like, and a control circuit 42 that realizes a monitoring unit and an upper limit control unit. And The gradient magnetic field coil 51 generates a gradient magnetic field. The AC / DC converter 40, the amplification circuit 41, and the like supply power to the gradient coil. The control circuit 42 implements a monitoring function by monitoring at least one power index value corresponding to the power supplied to the gradient coil. The control circuit 42 for realizing the upper limit value control means sets the upper limit of the power supplied to the gradient magnetic field coil 51 based on the power index value to the second upper limit value higher than the first upper limit value than the first upper limit value. Execute the control to change to.

これにより、ＡＣ／ＤＣコンバータ４０は、一時的に大きな電力を各増幅回路４１に供給することができる。すなわち、傾斜磁場電源ユニット４は、傾斜磁場コイル５１に一時的に大きな電流パルスを出力することができる。また、傾斜磁場電源ユニット４は、複数チャネルに対応する複数の各軸用傾斜磁場コイルに一時的に大きな電流パルスを出力することができる。   Thus, the AC / DC converter 40 can temporarily supply a large amount of power to each amplifier circuit 41. That is, the gradient magnetic field power supply unit 4 can temporarily output a large current pulse to the gradient magnetic field coil 51. Also, the gradient magnetic field power supply unit 4 can temporarily output a large current pulse to a plurality of axis gradient magnetic field coils corresponding to a plurality of channels.

実施形態に係る磁気共鳴イメージング装置１は、算出手段を実現する制御回路４２を更に有する。算出手段を実現する制御回路４２は、電流が所定の閾値を超えて供給される経過時間と、当該経過時間における電流の積算値と、当該電流の平均値とのうち少なくとも一つを参照値として算出する。そして、上限値制御手段を実現する制御回路４２は、参照値が所定の閾値に達することを契機として、一時的に引き上げていた供給電流の上限を、引き下げる制御を実行する。制御回路４２は、電流の代わりに電力に基づいて制御を行うことも可能である。   The magnetic resonance imaging apparatus 1 according to the embodiment further includes a control circuit 42 that implements a calculating unit. The control circuit 42 that implements the calculation means uses at least one of an elapsed time during which the current is supplied exceeding a predetermined threshold value, an integrated value of the current during the elapsed time, and an average value of the current as a reference value. calculate. Then, when the reference value reaches a predetermined threshold, the control circuit 42 that implements the upper limit value control means executes control to reduce the temporarily increased upper limit of the supply current. The control circuit 42 can also perform control based on electric power instead of electric current.

これにより、ブーストモードが傾斜磁場電源の許容範囲を超えて機能し続けることがないので、ブーストモード機能の過剰な使用による故障を防ぐことができる。   As a result, the boost mode does not continue to function beyond the allowable range of the gradient magnetic field power supply, so that a failure due to excessive use of the boost mode function can be prevented.

（実施形態に係る変形例）
上述の通り、実施形態に係る磁気共鳴イメージング装置１における傾斜磁場電源ユニット４は、ブーストコントロール機能を有する。特に、ブーストコントロール機能に係る第１フェーズにおいては、「最適化」と判断される場合に、処理回路２０は最適化処理を実行するものとして説明を行った。しかしながら、当該例に拘泥されず、例えば、入力された撮像条件が「適当」であっても、処理回路２０が最適化を実行するように実施されてもよい。 (Modification according to the embodiment)
As described above, the gradient power supply unit 4 in the magnetic resonance imaging apparatus 1 according to the embodiment has a boost control function. In particular, in the first phase related to the boost control function, the description has been given on the assumption that the processing circuit 20 executes the optimization processing when it is determined that the optimization is performed. However, without being limited to this example, for example, even if the input imaging condition is “appropriate”, the processing circuit 20 may be implemented so as to execute the optimization.

上述の通り、実施形態に係る磁気共鳴イメージング装置１における傾斜磁場電源ユニット４は、ブーストコントロール機能を有する。特に、ブーストコントロール機能に係る第２フェーズ及び第３フェーズにおいて、ブースト使用時間の積算値が許容時間Ｔを超えること又はＡＣ／ＤＣコンバータ４０より流れる出力電流の積算値が積算電流閾値Ｑを超えることを契機として、上限値制御手段を実現する制御回路４２は、ブーストモードを通常モードに変更する（ブーストモード制限機能）。しかしながら、ブースト使用時間の積算値が許容時間Ｔを超えることを契機として、上限値制御手段を実現する制御回路４２が、ブーストモードを通常モードに変更するように実施されてもよい。ＡＣ／ＤＣコンバータ４０より流れる出力電流の積算値が積算電流閾値Ｑを超えることを契機として、上限値制御手段を実現する制御回路４２が、ブーストモードを通常モードに変更するように実施されてもよい。或いは、ブースト使用時間の積算値が許容時間Ｔを超えること及びＡＣ／ＤＣコンバータ４０より流れる出力電流の積算値が積算電流閾値Ｑを超えることを契機として、上限値制御手段を実現する制御回路４２が、ブーストモードを通常モードに変更するように実施されてもよい。   As described above, the gradient power supply unit 4 in the magnetic resonance imaging apparatus 1 according to the embodiment has a boost control function. In particular, in the second and third phases related to the boost control function, the integrated value of the boost use time exceeds the allowable time T, or the integrated value of the output current flowing from the AC / DC converter 40 exceeds the integrated current threshold Q. As a trigger, the control circuit 42 that implements the upper limit control unit changes the boost mode to the normal mode (boost mode restriction function). However, when the integrated value of the boost use time exceeds the allowable time T, the control circuit 42 that realizes the upper limit control unit may be implemented to change the boost mode to the normal mode. When the integrated value of the output current flowing from the AC / DC converter 40 exceeds the integrated current threshold value Q, the control circuit 42 that realizes the upper limit value control means is configured to change the boost mode to the normal mode. Good. Alternatively, when the integrated value of the boost use time exceeds the allowable time T and the integrated value of the output current flowing from the AC / DC converter 40 exceeds the integrated current threshold Q, the control circuit 42 that realizes the upper limit value control means is triggered. May be implemented to change the boost mode to the normal mode.

上述の通り、実施形態に係る磁気共鳴イメージング装置１は、傾斜磁場電源ユニット４を有し、傾斜磁場電源ユニット４は、ブーストコントロール機能を有する。しかしながら、傾斜磁場電源ユニット４が独立の傾斜磁場電源装置として実施されてもよい。かかる場合、当該傾斜磁場電源装置は、ブーストコントロール機能を有するように実施されるものである。   As described above, the magnetic resonance imaging apparatus 1 according to the embodiment includes the gradient magnetic field power supply unit 4, and the gradient magnetic field power supply unit 4 has a boost control function. However, the gradient magnetic field power supply unit 4 may be implemented as an independent gradient magnetic field power supply. In such a case, the gradient magnetic field power supply device is implemented to have a boost control function.

上述の通り、実施形態に係る磁気共鳴イメージング装置１は、ＡＣ／ＤＣコンバータ４０からの出力電力が電力閾値Ｐ１に制限される通常モードと、ＡＣ／ＤＣコンバータ４０からの出力電力が電力閾値Ｐ１よりも高い電力閾値Ｐ２に制限されるブーストモードとを有する。なお、通常モードは、ＡＣ／ＤＣコンバータ４０からの出力電力が電流閾値Ｉ１制限されるモードであってもよい。また、このとき、ブーストモードは、ＡＣ／ＤＣコンバータ４０からの出力電流が電流閾値Ｉ１よりも高い電流閾値Ｉ２に制限されるモードに対応する。しかしながら、当該二のモードに拘泥されず、三以上のモードを有するように実施されてもよい。かかる場合、各モードに対応する電力閾値又は電流閾値を有するように実施されることが好適である。 As described above, the magnetic resonance imaging apparatus 1 according to the embodiment, AC / normal mode in which the output power is limited to the power threshold value P 1 from the DC converter 40, the output power is the power threshold value P from the AC / DC converter 40 and a boosting mode 1 is limited to the high power threshold P 2 than. Incidentally, the normal mode, the output power from the AC / DC converter 40 may be a current threshold I 1 Restricted Mode. At this time, the boost mode, the output current from the AC / DC converter 40 corresponds to the mode that is limited to the higher current threshold I 2 than the current threshold value I 1. However, the present invention is not limited to the two modes, and may be implemented to have three or more modes. In such a case, it is preferable that the operation is performed so as to have a power threshold or a current threshold corresponding to each mode.

上述の通り、実施形態に係る磁気共鳴イメージング装置１は、傾斜磁場電源ユニット４を有し、傾斜磁場電源ユニット４は、ブーストコントロール機能を有する。またブーストコントロール機能に関連して、監視手段を実現する制御回路４２は、ＡＣ／ＤＣコンバータ４０より出力される出力電流を、電力指標値としてモニタリングする。しかしながら当該例に拘泥されず、例えばＡＣ／ＤＣコンバータ４０が電力値そのものを電力指標値としてモニタリングするように実施されてもよい。或いは、監視手段としての制御回路４２は、ＡＣ／ＤＣコンバータ４０に関する電力指標値として電圧値をモニタリングするように実施されてもよい。   As described above, the magnetic resonance imaging apparatus 1 according to the embodiment includes the gradient magnetic field power supply unit 4, and the gradient magnetic field power supply unit 4 has a boost control function. Further, in connection with the boost control function, the control circuit 42 for implementing the monitoring means monitors the output current output from the AC / DC converter 40 as a power index value. However, without being limited to this example, for example, the AC / DC converter 40 may be implemented to monitor the power value itself as the power index value. Alternatively, the control circuit 42 as monitoring means may be implemented to monitor a voltage value as a power index value for the AC / DC converter 40.

実施形態に係る磁気共鳴イメージング装置１おける構成部は、主として、回路（ｃｉｒｃｕｉｔ）、回路類（ｃｉｒｃｕｉｔｒｙ）、プロセッサ（Ｐｒｏｃｅｓｓｏｒ）、及びメモリ（Ｍｅｍｏｒｙ）等を少なくとも適当に組み合わせることによって実現される。   The components of the magnetic resonance imaging apparatus 1 according to the embodiment are mainly realized by at least appropriately combining a circuit, a circuit, a processor, a memory, and the like.

またプロセッサとは、例えばＣＰＵ（Ｃｅｎｔｒａｌ Ｐｒｏｃｅｓｓｉｎｇ Ｕｎｉｔ）、ＧＰＵ（Ｇｒａｐｈｉｃｓ Ｐｒｏｃｅｓｓｉｎｇ Ｕｎｉｔ）、或いは、特定用途向け集積回路（Ａｐｐｌｉｃａｔｉｏｎ Ｓｐｅｃｉｆｉｃ Ｉｎｔｅｇｒａｔｅｄ Ｃｉｒｃｕｉｔ：ＡＳＩＣ）、プログラマブル論理デバイス（例えば、単純プログラマブル論理デバイス（Ｓｉｍｐｌｅ Ｐｒｏｇｒａｍｍａｂｌｅ Ｌｏｇｉｃ Ｄｅｖｉｃｅ：ＳＰＬＤ）、複合プログラマブル論理デバイス（Ｃｏｍｐｌｅｘ Ｐｒｏｇｒａｍｍａｂｌｅ Ｌｏｇｉｃ Ｄｅｖｉｃｅ：ＣＬＰＤ）、及びフィールドプログラマブルゲートアレイ（Ｆｉｅｌｄ Ｐｒｏｇｒａｍｍａｂｌｅ Ｇａｔｅ Ａｒｒａｙ：ＦＰＧＡ））等の回路を意味する。プロセッサは、記憶回路に保存されたプログラムを読み出し、実行することで、機能を実現する。なお、記憶回路にプログラムを保存する代わりに、プロセッサの回路内にプログラムを直接組み込むよう構成されても構わない。この場合、プロセッサは回路内に組み込まれたプログラムを読み出し実行することで機能を実現する。なお、本実施形態の各プロセッサは、プロセッサごとに単一の回路として構成される場合に限らず、複数の独立した回路を組み合わせて一のプロセッサとして構成し、その機能を実現するようにしてもよい。さらに、複数の構成要素を一のプロセッサへ統合してその機能を実現するようにしてもよい。   Further, a processor is, for example, a CPU (Central Processing Unit), a GPU (Graphics Processing Unit), or an application-specific integrated circuit (ASIC), a programmable logic device (for example, a simple programmable logic device (SimpleGraphicLicableLoop)). Device: SPLD, a circuit such as a complex programmable logic device (CLPD), and a field programmable gate array (FPGA). The processor realizes a function by reading and executing a program stored in the storage circuit. Instead of storing the program in the storage circuit, the program may be directly incorporated in the circuit of the processor. In this case, the processor realizes a function by reading and executing a program incorporated in the circuit. In addition, each processor of the present embodiment is not limited to the case where each processor is configured as a single circuit, but may be configured as one processor by combining a plurality of independent circuits to realize its function. Good. Further, a plurality of components may be integrated into one processor to realize its function.

実施形態に係る磁気共鳴イメージング装置は、傾斜磁場を発生する複数の傾斜磁場コイルと、前記複数の傾斜磁場コイル各々に電力を供給する電力供給手段と、前記電力に対応する少なくとも一つの電力指標値を監視する監視手段と、前記電力指標値に基づいて、前記電力の上限を、第１の上限値から前記第１の上限値よりも高い第２の上限値に変更する制御を実行する上限値制御手段と、を具備する。   The magnetic resonance imaging apparatus according to the embodiment includes a plurality of gradient magnetic field coils that generate a gradient magnetic field, a power supply unit that supplies power to each of the plurality of gradient magnetic field coils, and at least one power index value corresponding to the power. And an upper limit value for executing control for changing the upper limit of the power from a first upper limit value to a second upper limit value higher than the first upper limit value based on the power index value. Control means.

これにより、電流波形の歪みを抑制することができる。得られる磁気共鳴イメージング画像にアーチファクトやブラー（ぼけ）が発生することを抑制することできる。電力不足による出力停止等の惹起を抑制することができる。   Thereby, distortion of the current waveform can be suppressed. It is possible to suppress the occurrence of artifacts and blur (blur) in the obtained magnetic resonance imaging image. Occurrence of output stop or the like due to power shortage can be suppressed.

本発明のいくつかの実施形態を説明したが、これらの実施形態は、例として提示したものであり、発明の範囲を限定することは意図していない。これら新規な実施形態は、その他の様々な形態で実施されることが可能であり、発明の要旨を逸脱しない範囲で、種々の省略、置き換え、変更を行うことができる。これら実施形態やその変形は、発明の範囲や要旨に含まれるとともに、特許請求の範囲に記載された発明とその均等の範囲に含まれるものである。   Although several embodiments of the present invention have been described, these embodiments are provided by way of example and are not intended to limit the scope of the invention. These new embodiments can be implemented in other various forms, and various omissions, replacements, and changes can be made without departing from the spirit of the invention. These embodiments and their modifications are included in the scope and gist of the invention, and are also included in the invention described in the claims and equivalents thereof.

１…磁気共鳴イメージング装置、４…傾斜磁場電源ユニット、５…架台、６…寝台、２０…処理回路、２１…記憶回路、３０…シーケンスコントローラ、３１…ＲＦトランシーバ、４０…ＡＣ／ＤＣコンバータ、４１…増幅回路、４２…制御回路、５０…静磁場磁石、５１…傾斜磁場コイル、５２…ＲＦコイル、６０…載置部、６１…天板、６２…昇降機構、６３…ベース、６４…キャスター、７０…入力インターフェース回路、７１…表示回路、４１１…Ｘｃｈ増幅回路、４１２…Ｙｃｈ増幅回路、４１３…Ｚｃｈ増幅回路、５１１…Ｘコイル、５１２…Ｙコイル、５１３…Ｚコイル。 DESCRIPTION OF SYMBOLS 1 ... Magnetic resonance imaging apparatus, 4 ... Gradient magnetic field power supply unit, 5 ... Stand, 6 ... Bed, 20 ... Processing circuit, 21 ... Storage circuit, 30 ... Sequence controller, 31 ... RF transceiver, 40 ... AC / DC converter, 41 ... Amplifying circuit, 42 ... Control circuit, 50 ... Static magnetic field magnet, 51 ... Gradient magnetic field coil, 52 ... RF coil, 60 ... Placement section, 61 ... Top plate, 62 ... Elevating mechanism, 63 ... Base, 64 ... Caster 70 input interface circuit, 71 display circuit, 411 Xch amplifier circuit, 412 Ych amplifier circuit, 413 Zch amplifier circuit, 511 X coil, 512 Y coil, 513 Z coil.

Claims (17)

傾斜磁場を発生する傾斜磁場コイルと、
前記傾斜磁場コイルに電力を供給する電力供給回路と、
前記電力に基づいて、前記電力の上限値を、第１の値から前記第１の値よりも高い第２の値に、当該第２の値に対して設定される許容時間の範囲で一時的に変更する制御を実行する制御回路と、
を具備する磁気共鳴イメージング装置。 A gradient coil for generating a gradient magnetic field,
A power supply circuit for supplying power to the gradient coil,
Based on the power, the upper limit value of the power is temporarily changed from a first value to a second value higher than the first value within a range of an allowable time set for the second value. A control circuit for executing control to change to
A magnetic resonance imaging apparatus comprising: 前記制御回路は、前記電力の前記上限値が前記第２の値に設定された期間に供給された電力に応じて、前記第２の値に設定された前記上限値を、前記第１の値に変更する、
請求項１に記載の磁気共鳴イメージング装置。 The control circuit sets the upper limit value set to the second value to the first value in accordance with the power supplied during a period in which the upper limit value of the power is set to the second value. Change to
The magnetic resonance imaging apparatus according to claim 1. 前記制御回路は、前記電力供給回路によって供給される電力と、前記傾斜磁場コイルに含まれる複数の軸コイルのうち少なくとも１つに供給される電力とを監視する、
請求項１または２に記載の磁気共鳴イメージング装置。 The control circuit monitors the power supplied by the power supply circuit and the power supplied to at least one of the plurality of axis coils included in the gradient coil,
The magnetic resonance imaging apparatus according to claim 1. 前記制御回路は、前記上限値が前記第２の値に設定されている期間における電力供給の参照値を計算し、
前記参照値は、前記上限値が前記第２の値に設定されている時の経過時間と、前記経過時間に亘る前記電力の積算値と、前記電力の上限値が前記第２の値に設定されている期間に亘る前記電力の平均値とのうち少なくとも一つである、
請求項１乃至３のうちいずれか一項に記載の磁気共鳴イメージング装置。 The control circuit calculates a reference value of power supply during a period in which the upper limit is set to the second value,
The reference value is an elapsed time when the upper limit is set to the second value, an integrated value of the power over the elapsed time, and the upper limit of the power is set to the second value. And at least one of the average value of the power over the period being
The magnetic resonance imaging apparatus according to claim 1. 前記制御回路は、前記参照値が所定の閾値に到達したとき前記上限値を前記第２の値から前記第１の値に変更し、前記第２の値に変更しないように前記上限値を制御する、
請求項４に記載の磁気共鳴イメージング装置。 The control circuit changes the upper limit from the second value to the first value when the reference value reaches a predetermined threshold, and controls the upper limit so as not to change to the second value. Do
The magnetic resonance imaging apparatus according to claim 4. 前記制御回路は、前記電力の前記平均値が前記第１の値を下回るとき、前記上限値を前記第２の値に制限することを解除する、
請求項５に記載の磁気共鳴イメージング装置。 The control circuit cancels limiting the upper limit to the second value when the average value of the power is lower than the first value.
A magnetic resonance imaging apparatus according to claim 5. 撮像条件に基づいて、前記電力と前記上限値を変更可能な時刻と前記経過時間とのうち少なくとも一つを、撮像開始前に予測する処理回路を更に具備する請求項４乃至６のうちいずれか一項に記載の磁気共鳴イメージング装置。   7. The image processing apparatus according to claim 4, further comprising a processing circuit configured to predict at least one of the power, the time at which the upper limit value can be changed, and the elapsed time before the start of imaging based on imaging conditions. A magnetic resonance imaging apparatus according to claim 1. 前記処理回路は、前記予測に基づいて、警告をディスプレイに表示させる処理を実行する請求項７に記載の磁気共鳴イメージング装置。   The magnetic resonance imaging apparatus according to claim 7, wherein the processing circuit executes a process of displaying a warning on a display based on the prediction. 前記処理回路は、前記予測に基づいて、前記撮像条件に係る撮像シーケンスを最適化する処理を実行する請求項７または８に記載の磁気共鳴イメージング装置。   The magnetic resonance imaging apparatus according to claim 7, wherein the processing circuit executes a process of optimizing an imaging sequence according to the imaging condition based on the prediction. 傾斜磁場を発生する複数の傾斜磁場コイル各々に電力を供給する電力供給回路と、
前記電力に基づいて、前記電力の上限値を、第１の値から前記第１の値よりも高い第２の値に、当該第２の値に対して設定される許容時間の範囲で一時的に変更する制御を実行する制御回路と、
を具備する傾斜磁場電源装置。 A power supply circuit that supplies power to each of a plurality of gradient magnetic field coils that generate a gradient magnetic field,
Based on the power, the upper limit value of the power is temporarily changed from a first value to a second value higher than the first value within a range of an allowable time set for the second value. A control circuit for executing control to change to
A gradient magnetic field power supply device comprising: 傾斜磁場を発生する傾斜磁場コイルと、  A gradient coil for generating a gradient magnetic field,
前記傾斜磁場コイルに電力を供給する電力供給回路と、  A power supply circuit for supplying power to the gradient coil,
前記電力に基づいて、前記電力の上限値を、第１の値から前記第１の値よりも高い第２の値に一時的に変更する制御を実行する制御回路と、  A control circuit that executes control for temporarily changing an upper limit value of the power from a first value to a second value higher than the first value based on the power;
を具備し、  With
前記制御回路は、前記電力の前記上限値が前記第２の値に設定された期間に供給された電力に応じて、前記第２の値に設定された前記上限値を、前記第１の値に変更する、  The control circuit sets the upper limit value set to the second value to the first value in accordance with the power supplied during a period in which the upper limit value of the power is set to the second value. Change to
磁気共鳴イメージング装置。  Magnetic resonance imaging device. 傾斜磁場を発生する傾斜磁場コイルと、  A gradient coil for generating a gradient magnetic field,
前記傾斜磁場コイルに電力を供給する電力供給回路と、  A power supply circuit for supplying power to the gradient coil,
前記電力に基づいて、前記電力の上限値を、第１の値から前記第１の値よりも高い第２の値に一時的に変更する制御を実行する制御回路と、  A control circuit that executes control for temporarily changing an upper limit value of the power from a first value to a second value higher than the first value based on the power;
を具備し、  With
前記制御回路は、前記上限値が前記第２の値に設定されている期間における電力供給の参照値を計算し、  The control circuit calculates a reference value of power supply during a period in which the upper limit is set to the second value,
前記参照値は、前記上限値が前記第２の値に設定されている時の経過時間と、前記経過時間に亘る前記電力の積算値と、前記電力の上限値が前記第２の値に設定されている期間に亘る前記電力の平均値とのうち少なくとも一つである、  The reference value is an elapsed time when the upper limit is set to the second value, an integrated value of the power over the elapsed time, and the upper limit of the power is set to the second value. And at least one of the average value of the power over the period being
磁気共鳴イメージング装置。  Magnetic resonance imaging device. 前記制御回路は、前記参照値が所定の閾値に到達したとき前記上限値を前記第２の値から前記第１の値に変更し、前記第２の値に変更しないように前記上限値を制御する、  The control circuit changes the upper limit from the second value to the first value when the reference value reaches a predetermined threshold, and controls the upper limit so as not to change to the second value. Do
請求項１２に記載の磁気共鳴イメージング装置。  The magnetic resonance imaging apparatus according to claim 12. 前記制御回路は、前記電力の前記平均値が前記第１の値を下回るとき、前記上限値を前記第２の値に制限することを解除する、  The control circuit cancels limiting the upper limit to the second value when the average value of the power is lower than the first value.
請求項１３に記載の磁気共鳴イメージング装置。  A magnetic resonance imaging apparatus according to claim 13. 撮像条件に基づいて、前記電力と前記上限値を変更可能な時刻と前記経過時間とのうち少なくとも一つを、撮像開始前に予測する処理回路を更に具備する請求項１２乃至１４のうちいずれか一項に記載の磁気共鳴イメージング装置。  15. The image processing apparatus according to claim 12, further comprising a processing circuit configured to predict at least one of the power, the time at which the upper limit value can be changed, and the elapsed time before the start of imaging based on imaging conditions. A magnetic resonance imaging apparatus according to claim 1. 前記処理回路は、前記予測に基づいて、警告をディスプレイに表示させる処理を実行する請求項１５に記載の磁気共鳴イメージング装置。  The magnetic resonance imaging apparatus according to claim 15, wherein the processing circuit executes a process of displaying a warning on a display based on the prediction. 前記処理回路は、前記予測に基づいて、前記撮像条件に係る撮像シーケンスを最適化する処理を実行する請求項１５または１６に記載の磁気共鳴イメージング装置。  17. The magnetic resonance imaging apparatus according to claim 15, wherein the processing circuit performs a process of optimizing an imaging sequence according to the imaging condition based on the prediction.
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